JP3624021B2

JP3624021B2 - MR image reproducing apparatus

Info

Publication number: JP3624021B2
Application number: JP17115095A
Authority: JP
Inventors: ハイトオリヴァー
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1994-07-06
Filing date: 1995-07-06
Publication date: 2005-02-23
Anticipated expiration: 2015-07-06
Also published as: IT1277187B1; JPH0838459A; ITMI951369A1; DE4423806C1; DE4423806C2; ITMI951369A0; US5777472A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、以下のフェーズからなる個別測定のシーケンスによりＭＲ画像再生装置であって、
ａ）核スピンを励起パルスにより励起する励起フェーズ、
ｂ）核スピンを少なくとも１つの位相符号化勾配により位相符号化する符号化フェーズ、
ｃ）核共鳴信号を読み出す読み出しフェーズ、
ここで前記核共鳴信号は先行する位相符号化勾配（ＧＰ１〜ＧＰ３）により検出された点にｋ空間内で割り当てられたものであり、
読み出しフェーズ（ＡＱ）で得られた各信号（Ｓ）がｋ空間マトリクス（ＲＤ）にプロットされ、
前記ステップａ）からｃ）による測定シーケンスが、ｋ空間を完全に走査するため異なる位相符号化によりｎ回実行される装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
この種の技術は例えば、ドイツ連邦共和国特許第４２１９６１０号明細書およびドイツ連邦共和国特許出願公開第４２３２７３１号から公知である。
【０００３】
基本磁界での不均一性によって、通常のＭＲ画像再生シーケンスでは公知のように画像歪みが発生するようになる。現在使用されているパルスシーケンスは一般的に、いわゆる“スピンワープ”法に基づくものである。これは例えば、米国特許第４７７７０６０２５号明細書に記載されている。ここで核共振信号は読み出す前に少なくとも１つの方向で位相符号化され、読み出しの間に別の方向で読み出し勾配により周波数符号化される。基本磁界での不均一性は、位相符号化方向では比較的クリティカルでない。なぜなら、個々の位相符号化ステップ間での信号差だけが問題となるからである。しかし読み出し勾配の方向では、基本磁界の不均一性と読み出し勾配との重畳が歪みにつながる。層読み出しによる従来の方法では、高周波励起相中に別の歪みが発生する。なぜなら、磁界不均一性が座標に依存する付加的な層読み出し勾配として作用するからである。このことは、層面の湾曲と層厚の変化に結びつく。
【０００４】
したがって典型的には、核スピントモグラフィー装置用の磁石では、測定容積内で約１ＰＰＭまでの線形偏差しか許容されない。
【０００５】
この要求を満たすには大きなコストが必要である。とりわけ磁石を、本来の測定容積と比較して比較的に長く、ないし（磁極片磁石の場合）比較的大きな面積に構成しなければならない。これにより所要の均一性が一応達成される。
【０００６】
極端にエコー時間の短い固体材料の核スピントモグラフィーに対しては、例えばＮａｕｅｒｔＡ．等著、ＳＭＲＭＡｂｓｔｒａｃｔｓ，１９９３，１２１５頁から、励起後に位相符号化だけを実行し、励起後非常に高速にＦＩＤ信号を読み出し勾配の作用なしで検出することが公知である。その際、通常のスピンワープ法とは異なり、各信号によりｋ空間で１つの点しか得られない。したがって１２８×１２８画素の画像を形成するためには、それぞれ高周波励起および位相符号化した１２８×１２８回の個別測定が必要である。前記の選択励起の問題のためこれを省略し、その代わりに３次元位相符号化を実行すれば、例えば１２８×１２８×１２８＝２’０９７．１５７回の個別測定が必要になってしまう。勾配磁界は各個別測定毎にスイッチオンし、また再びスイッチオフしなければならないから、勾配コイルに対する所要のランプ時間のため測定時間が非常に長くなり、測定の効率が極端に悪くなる。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の課題は、画像再生に対する時間のかからないＭＲ画像再生装置を提供することである。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
上記課題は本発明により、第１の位相符号化勾配が、時間的に関連する１群の個別測定の間、スイッチオンのままにされ、
その強度が測定シーケンス毎に変更されることを特徴とするＭＲ画像再生装置を構成することにより解決される。
【０００９】
本発明の有利な構成は従属請求項に記載されている。
【００１０】
【発明の実施の形態】
以下本発明を、図１から図２２に基づいて詳細に説明する。
【００１１】
従来のスピンワープシーケンスが図１から図６に示されており、これらは問題提起の説明のためにだけ用いる。図示の実施例ではまず、層読み出し勾配ＧＳの作用下で周波数選択性の高周波パルスＲＦが照射される。これにより核スピンは検査装置の層でのみ励起される。引き続き、層読み出し勾配ＧＳの正の部分パルスに惹起されたデフェージングが負の部分パルスＧＳ−により再びリフェーズされる。さらに位相符号化勾配ＧＰが照射される。引き続き、実施例ではさらに負の読み出し勾配ＧＲ−がスイッチオンされる。
【００１２】
後続の読み出しフェーズの間は、単に正の読み出し勾配ＧＲ＋のみが照射される。発生するエコー信号Ｓは軸ＡＱに矢印で示されたように、Ｍ回走査され、得られたＭ個の測定値は図７のローデータマトリクスのラインにプロットされる。
【００１３】
図示のパルスシーケンスはＮ回、異なる値の位相符号化勾配ＧＰにより繰り返される。これにより全部でＮ列の測定マトリクスが得られる。ここで通常、位相符号化勾配はパルスシーケンス毎に同じステップで、正の最高値から負の最高値へ、および反対に連続的に切り替えられる。ローデータマトリクスＲＤは測定データ空間としてみなすことができ、この空間は実施例の２次元の場合では測定データ面とみなすことができる。この測定データ空間は核スピントモグラフィでは“ｋ空間”と称される。
【００１４】
画像再生に必要な、信号寄与値の空間的起源に関する情報は位相係数で符号化される。ここでは、デカルト座標ｘ，ｙ，ｚの位置空間とｋ空間との間に数学的にフーリエ変換を介した関係が存在する。次式が当てはまる。
【００１５】
【数１】

【００１６】
ここでは以下の定義が当てはまる。
【００１７】
γ ＝磁気回転比
ＧＲ（ｔ’）＝読み出し勾配の（ｘ方向での）瞬時値
ＧＰ（ｔ’）＝位相符号化勾配の（ｙ方向での）瞬時値
ρ（ｘｙ）＝核スピン密度
図７に示されたρデータマトリクスＲＤでは各ラインが個々の核共鳴信号に相応する。位相符号化勾配ＧＰがステップ毎に進められる場合、ｋ空間での走査は順次連続するラインで行われる。各個別測定の開始時に、各共鳴信号Ｓのそれぞれ前に位相符号化勾配ＧＰがスイッチオンされる。この位相符号化勾配の勾配振幅は部分シーケンス毎に連続してステップ的に上昇する。例えば各核共鳴信号を１２８個の測定点により走査し、１２８個の位相符号化ステップを実行する場合、１２８列と１２８行のρデータマトリクスが得られる。すなわち、１２８×１２８の測定値がｋ空間に得られる。したがって、図１から図６のパルスシーケンスで得られたアナログ測定信号はｋ空間のラスタにデジタル化される。
【００１８】
次に、ローデータマトリクスないしｋ空間マトリクスＲＤから２次元フーリエ変換により画像マトリクスが得られる。しかし冒頭にすでに述べたように、不均一な基本磁界では２種類の歪みが発生する。
【００１９】
−励起フェーズ中に、磁界の不均一性は層面の歪みおよび層厚の変化を惹起する。
【００２０】
−読み出しフェースでは、磁界の不均一性により読み出し勾配ＧＲ歩行での歪みが惹起される。読み出し勾配ＧＲによって理想的には線形の関係が、周波数符号化方向での位置ｘと核スピンの所属する共振周波数ｆとの間に成り立たなければならない。これは図８に示されている。しかし磁界の不均一性は図９に示すようにこの関係を非線形にしてしまう。したがって、線形読み出し勾配ＧＲに、基本磁界の不均一性を表す勾配が重畳される。
【００２１】
磁界は読み出し勾配の間、一定であると仮定すれば、不均一性は位相符号化方向において歪みにはつながらない。なぜなら、ここでは実質的に順次連続する位相符号ステップ間の信号差が重要だからである。
【００２２】
いわゆるＳＰＩシーケンス（信号ポイントイメージング）では読み出し勾配が省略され、位相符号化勾配が適用される。冒頭に述べた刊行物，Ｎａｕｅｒｔｈ等著、ＳＭＲＭＡｂｓｔｒａｃｔｓ１９９３，１２１５頁から公知のこのようなシーケンスが図１０から図１４に、同じように説明のために示されている。ここでは非選択性の高周波パルスＲＦの後に核共鳴信号の位相符号化が３方向で、３つの相互に垂直の位相符号化勾配ＧＰ１，ＧＰ２，ＧＰ３により行われる。励起後の設定された時間間隔ｔ１で、発生したＦＩＤ（ＦｒｅｅＩｎｄｕｃｔｉｏｎＤｅｃａｙ）信号が読み出される。しかし一方で上記の従来の方法では、各信号により常に完全なラインがｋ空間マトリクスで得られる。ここでは、勾配ＧＰ１からＧＰ３により定義されたｋ空間に１つのポイントが得られるだけである。したがって、１２８×１２８×１２８のｋ空間ポイントを有するデータセットを得るために相応する数の個別測定が必要である。ここでは、勾配ＧＰ１からＧＰ３の相応する順次切り替えによって所要のすべてのｋ空間ポイントが検出される。
【００２３】
所要時間を許容できる範囲に保持するためには、個別測定の繰り返し時間をできるだけ短くするようにしなければならない。しかし各個別測定の際に、３つの勾配ＧＰ１からＧＰ３をそれぞれスイッチオン、オフしなければならない。勾配コイルは相当に大きなインダクタンスを有するから、切り替え過程を任意に高速にすることはできない。それどころか、スイッチオン−オフに対してかなりのランプ時間が必要であり、このランプ時間は繰り返し時間の短縮を困難にする。そのため実際の動作に対して許容できないような全体測定時間が発生する。
【００２４】
図１５から図１８の本発明の実施例に相応して、位相符号化勾配を各個別測定毎にスイッチオン−オフするのではなく、少なくとも１群の個別測定に対してスイッチオンすれば、測定時間が格段に短縮される。
【００２５】
図１５には高周波パルスＲＦのシーケンスが示されている。高周波パルス間には、それぞれＡＱで示されたデータ捕捉フェーズがある。位相符号化勾配ＧＰ２とＧＰ３は個別測定の図示の群では図１７と図１８に相応して一定に留まり、一方、位相符号化勾配ＧＰ１は負の値から正の値に線形に変化する。このようにしてＮ個の各共鳴信号が得られる。これら信号は位相符号化勾配ＧＰ１の方向ではすべて異なって位相符号化されている。したがって典型的にはｋ空間マトリクスの完全なラインが検出される。
【００２６】
全部でＭラインを有するｋ空間マトリクスの別のラインを検出するために、図示の測定はＭ回、値の異なる位相符号化勾配ＧＰ２により繰り返される。相応して、第３の次元を検出するための全体過程はＰ回、値の異なる位相符号化勾配ＧＰ３によって繰り返される。これにより全体で、図１５から図１８によるＭ・Ｐ個の測定が３次元ｋ空間を網羅するために必要である。
【００２７】
前記のパルスシーケンスの利点は、勾配パルスに対するランプが個別測定の間なくなり、これにより個別測定を格段に高速に繰り返すことができることである。
【００２８】
高周波パルスは“ハード”なパルス、すなわち広帯域パルスとして実施され、これにより同時にスイッチオンされる勾配が不所望なことに層選択するようなことが回避される。各読み出しフェーズの間、勾配ＧＰ１がスイッチオンされるが、しかしこのことは従来のデータ捕捉の場合のようには歪みにつながらない。なぜなら、各測定の際にただ１つの測定点だけが高周波パルスＲＦに対して固定間隔で記録され、読み出し勾配に起因する周波数依存性を備えた信号全部が読み出されるわけではないからである。
【００２９】
明瞭にするために、図１５と図１８のシーケンスの一部が図１９と図２０に拡大した時間尺度で示されている。ここでは、各信号Ｓｋが所属の励起パルスＲＦｋの後に固定の時間間隔ｔ１で読み出されることがわかる。位相符号化勾配ＧＰ１の方向での位相符号化は、励起と読み出し時点との間のこの勾配の時間積分により、すなわち時間間隔ｔ１にわたる時間積分により検出される。個の時間積分は図２０にハッチングで示されている。ここでは、位相符号化勾配ＧＰ１の方向での位相符号化は個別測定毎に上昇することがわかる。
【００３０】
前記の手法によって、従来の方法程度の測定時間が得られる。例えば、６４×１２８×１２８の測定点に対して１５分の測定時間を達成することができた。知覚し得るような画像アーチファクトのない許容できる磁界不均一性は、３００ｍｍの対象伸張にわたって、励起と読み出しとの間の時間間隔が５００μｓ、最大１０ｍＴ／ｍ・ｓの勾配装置の場合、０．３Ｔの主磁界の約１％である。ここでは１０μｓの持続時間の高周波励起パルスと４゜の励起角度が使用された。各共鳴信号に対するサンプリングレートは２００ｋＨｚであった。これにより２．５３ｍｍのＶｏｘｅｌに対して線形の解像度が達成された。
【００３１】
前記の手法では核共鳴信号からデータ点のみが走査されるから、全測定時間を基準にしたＳ／Ｎ比はまったく不利である。したがって有利な実施例では各個別測定で、発生した核共鳴信号を多数回、すなわちｙ個の異なる時間間隔ｔｉで励起後に走査する。これは図２２に矢印で示されている。引き続き各サンプリング時点に対して完全に別個のｋ空間マトリクスが作成され、全体でｙ個のｋ空間マトリクスＲＤ１からＲＤＹが得られる。別の処理が図２２のブロック回路図に示されている。各ｋ空間マトリクスＲＤ１からＲＤＹは別個にＦＦＴ（高速フーリエ変換）される。これにより相応する数の画像マトリクスＢＤ１’からＢＤＹ’が得られる。これら画像マトリクスは、励起に対して異なる時間間隔で走査したので位相符号化の強度が異なっており、そのため異なるズーム係数を有する。このことは図２２に画像マトリクスＢＤ２’とＢＤＹ’内の破線によって示されている。
【００３２】
まだ複素画像マトリクスであるＢＤ１’〜ＢＤＹ’から次に絶対値形成によって実画像マトリクスＢＤ１”〜ＢＤＹ”が得られる。択一的に絶対値形成の代わりに位相補正を行うこともできる。なぜなら、このステップでは最終的に位相誤差をが除去することが重要だからである。
【００３３】
画像マトリクスＢＤ１”〜ＢＤＹ”はいぜんとして異なるズーム係数を有する。このズーム係数は次のステップで相応の回転によって補正される。画像マトリクスにより設定されたラスタ内の画素を再生するために、ここでは補間が実行される。最後に画像データがｙ個の画像データマトリクスＢＤ１”’〜ＢＤＹ”’から平均され、これにより画像データマトリクスＢＤが得られる。このようにして得られた画像は明らかに改善されたＳ／Ｎ比を有する。正確に言えば、Ｓ／Ｎ比は平均された測定点の数のルートだけ改善される。しかもこの場合でも、測定時間は１つだけのデータ点を記録するＳＰＩ法に対して延長されない。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来のスピンワープシーケンスも問題を説明するための図である。
【図２】従来のスピンワープシーケンスも問題を説明するための図である。
【図３】従来のスピンワープシーケンスも問題を説明するための図である。
【図４】従来のスピンワープシーケンスも問題を説明するための図である。
【図５】従来のスピンワープシーケンスも問題を説明するための図である。
【図６】従来のスピンワープシーケンスも問題を説明するための図である。
【図７】同様にｋ空間マトリクスの問題を説明するための図である。
【図８】磁界不均一性の作用を説明するための線図である。
【図９】磁界不均一性の作用を説明するための線図である。
【図１０】従来のＳＰＩシーケンスの問題を説明するための線図である。
【図１１】従来のＳＰＩシーケンスの問題を説明するための線図である。
【図１２】従来のＳＰＩシーケンスの問題を説明するための線図である。
【図１３】従来のＳＰＩシーケンスの問題を説明するための線図である。
【図１４】従来のＳＰＩシーケンスの問題を説明するための線図である。
【図１５】本発明の実施例を説明するための線図である。
【図１６】本発明の実施例を説明するための線図である。
【図１７】本発明の実施例を説明するための線図である。
【図１８】本発明の実施例を説明するための線図である。
【図１９】２つの個別測定の詳細を示す線図である。
【図２０】２つの個別測定の詳細を示す線図である。
【図２１】２つの個別測定の詳細を示す線図である。
【図２２】複数の画像データセットを平均するためのブロック図である。
【符号の説明】
ｆ共振周波数
ＡＱデータ捕捉フェーズ
ＢＤ画像データマトリクス
ＧＰ位相符号化勾配
ＧＳ層選択勾配
ＧＳ− 部分パルス
ＲＤローデータマトリクス
ＲＤ１〜ＲＤＹｋ空間マトリクス
ＲＦ高周波
Ｓ核共鳴信号
ｔ１時間間隔
ｘ箇所[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention is an MR image reproducing device by a sequence of individual measurement comprising the following phases ,
a) an excitation phase in which nuclear spins are excited by excitation pulses;
b) an encoding phase in which the nuclear spins are phase encoded by at least one phase encoding gradient;
c) a readout phase for reading the nuclear resonance signal;
Where the nuclear resonance signal is assigned in k-space to a point detected by the preceding phase encoding gradient (GP1 to GP3),
Each signal obtained in reading phase (AQ) (S) is plotted on the k-space matrix (RD),
The measurement sequence according to steps a) c) is about n times executed Ru device with different phase encoding order to completely scan the k-space.
[0002]
[Prior art]
This type of technology is known, for example, from German Patent No. 4,219,610 and German Patent Application Publication No. 4,232,731.
[0003]
Due to non-uniformity in the basic magnetic field, image distortion occurs as is well known in normal MR image reproduction sequences. Currently used pulse sequences are generally based on the so-called “spin warp” method. This is described, for example, in US Pat. No. 4,777,025. Here, the nuclear resonance signal is phase-encoded in at least one direction before being read out, and frequency-encoded with a read gradient in another direction during reading. Inhomogeneities in the basic magnetic field are relatively non-critical in the phase encoding direction. This is because only the signal difference between the individual phase encoding steps becomes a problem. However, in the direction of the readout gradient, the superimposition of the non-uniformity of the basic magnetic field and the readout gradient leads to distortion. In the conventional method using layer readout, another distortion occurs in the high frequency excitation phase. This is because the magnetic field inhomogeneity acts as an additional layer readout gradient that depends on the coordinates. This leads to a change in layer thickness and layer thickness.
[0004]
Thus, typically, a magnet for a nuclear spin tomography apparatus can only tolerate a linear deviation of up to about 1 PPM within the measurement volume.
[0005]
A large cost is required to meet this requirement. In particular, the magnet must be configured to be relatively long compared to the original measuring volume or (in the case of a pole piece magnet) with a relatively large area. This achieves the required uniformity once.
[0006]
For nuclear spin tomography of solid materials with extremely short echo times, see, for example, Nauert A. et al. It is known from SMRM Abstracts, 1993, p. 1215, that only phase encoding is performed after excitation and the FID signal is detected very quickly after excitation without the effect of gradients. At that time, unlike the normal spin warp method, only one point is obtained in k-space by each signal. Therefore, in order to form an image of 128 × 128 pixels, individual measurements of 128 × 128 times with high frequency excitation and phase encoding are required, respectively. If this is omitted due to the problem of the selective excitation described above and three-dimensional phase encoding is performed instead, for example, 128 × 128 × 128 = 2′097.157 times of individual measurements are required. Since the gradient field must be switched on and off again for each individual measurement, the measurement time becomes very long due to the required ramp time for the gradient coil, and the measurement efficiency becomes extremely poor.
[0007]
[Problems to be solved by the invention]
An object of the present invention is to provide an MR image reproducing apparatus that does not take time for image reproduction.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
The above object is achieved by the present invention, the first phase encoding gradient, during the time relevant group of individual measurements, they are left switched on,
This can be solved by configuring an MR image reproducing apparatus characterized in that the intensity is changed for each measurement sequence.
[0009]
Advantageous configurations of the invention are described in the dependent claims.
[0010]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to FIGS.
[0011]
Conventional spin warp sequences are shown in FIGS. 1-6 and are used only to illustrate the problem. In the illustrated embodiment, first, a frequency-selective high-frequency pulse RF is irradiated under the action of the layer readout gradient GS. Thereby, the nuclear spin is excited only in the layer of the inspection device. Subsequently, the dephasing caused by the positive partial pulse of the layer readout gradient GS is rephased again by the negative partial pulse GS−. Further, a phase encoding gradient GP is irradiated. Subsequently, in the exemplary embodiment, a further negative readout gradient GR− is switched on.
[0012]
During the subsequent readout phase, only the positive readout gradient GR + is irradiated. The generated echo signal S is scanned M times as indicated by the arrow on the axis AQ, and the M measured values obtained are plotted on the lines of the raw data matrix of FIG.
[0013]
The illustrated pulse sequence is repeated N times with different values of the phase encoding gradient GP. As a result, a total of N columns of measurement matrices is obtained. Here, typically the phase encoding gradient is continuously switched from the highest positive value to the highest negative value and vice versa in the same step for each pulse sequence. The raw data matrix RD can be regarded as a measurement data space, and this space can be regarded as a measurement data surface in the two-dimensional case of the embodiment. This measurement data space is called “k space” in nuclear spin tomography.
[0014]
Information about the spatial origin of the signal contribution value necessary for image reproduction is encoded with a phase coefficient. Here, there is a mathematical relationship between the position space of the Cartesian coordinates x, y, and z and the k space through a Fourier transform. The following formula applies:
[0015]
[Expression 1]

[0016]
The following definitions apply here:
[0017]
γ = magnetic rotation ratio GR (t ′) = instantaneous value GP (t ′) of readout gradient (in x direction) = instantaneous value (in y direction) ρ (xy) of phase encoding gradient = nuclear spin density diagram In the ρ data matrix RD shown in FIG. 7, each line corresponds to an individual nuclear resonance signal. When the phase encoding gradient GP is advanced step by step, scanning in k-space is performed on successive lines. At the start of each individual measurement, the phase encoding gradient GP is switched on before each resonance signal S. The gradient amplitude of this phase encoding gradient rises stepwise continuously for each partial sequence. For example, if each nuclear resonance signal is scanned with 128 measurement points and 128 phase encoding steps are performed, a ρ data matrix of 128 columns and 128 rows is obtained. That is, a measurement value of 128 × 128 is obtained in the k space. Therefore, the analog measurement signal obtained with the pulse sequence of FIGS. 1 to 6 is digitized into a k-space raster.
[0018]
Next, an image matrix is obtained from the raw data matrix or k-space matrix RD by two-dimensional Fourier transform. However, as already mentioned at the beginning, two types of distortion occur in a non-uniform basic magnetic field.
[0019]
-During the excitation phase, magnetic field inhomogeneities cause layer surface distortions and layer thickness changes.
[0020]
-In the readout face, distortion in the readout gradient GR walking is caused by the non-uniformity of the magnetic field. Ideally, a linear relationship must be established between the position x in the frequency encoding direction and the resonance frequency f to which the nuclear spin belongs, depending on the readout gradient GR. This is illustrated in FIG. However, the non-uniformity of the magnetic field makes this relationship non-linear as shown in FIG. Therefore, a gradient representing the non-uniformity of the basic magnetic field is superimposed on the linear readout gradient GR.
[0021]
Assuming that the magnetic field is constant during the readout gradient, the non-uniformity does not lead to distortion in the phase encoding direction. This is because the signal difference between the phase code steps that are substantially sequentially continued is important here.
[0022]
In the so-called SPI sequence (signal point imaging), the readout gradient is omitted and the phase encoding gradient is applied. Such a sequence, known from the publication mentioned at the beginning, by Nauerth et al., SMRM Abstracts 1993, p. 1215, is shown in FIGS. 10 to 14 for illustrative purposes as well. Here, after the non-selective radio frequency pulse RF, the phase encoding of the nuclear resonance signal is performed in three directions with three mutually perpendicular phase encoding gradients GP1, GP2, GP3. The generated FID (Free Induction Decay) signal is read out at a set time interval t1 after excitation. However, in the conventional method described above, a complete line is always obtained in a k-space matrix by each signal. Here, only one point is obtained in the k-space defined by the gradients GP1 to GP3. Therefore, a corresponding number of individual measurements are required to obtain a data set having 128 × 128 × 128 k-space points. Here, all necessary k-space points are detected by corresponding sequential switching of gradients GP1 to GP3.
[0023]
In order to keep the required time within an acceptable range, it is necessary to make the repetition time of the individual measurement as short as possible. However, for each individual measurement, the three gradients GP1 to GP3 must be switched on and off, respectively. Since the gradient coil has a considerably large inductance, the switching process cannot be made arbitrarily fast. On the contrary, a considerable ramp time is required for switching on and off, and this ramp time makes it difficult to reduce the repetition time. Therefore, an overall measurement time that is unacceptable for actual operation occurs.
[0024]
In accordance with the embodiment of the present invention of FIGS. 15-18, the phase encoding gradient is not switched on and off for each individual measurement, but is switched on for at least one group of individual measurements. Time is greatly reduced.
[0025]
FIG. 15 shows a sequence of the high frequency pulse RF. There is a data acquisition phase, denoted AQ, between the high frequency pulses. The phase encoding gradients GP2 and GP3 remain constant in the illustrated group of individual measurements according to FIGS. 17 and 18, whereas the phase encoding gradient GP1 varies linearly from a negative value to a positive value. In this way, N resonance signals are obtained. These signals are all phase-encoded differently in the direction of the phase encoding gradient GP1. Thus, typically a complete line of the k-space matrix is detected.
[0026]
In order to detect another line of the k-space matrix having a total of M lines, the illustrated measurement is repeated M times with a phase encoding gradient GP2 of different values. Correspondingly, the whole process for detecting the third dimension is repeated P times with different phase encoding gradients GP3. Thus, overall, M · P measurements according to FIGS. 15 to 18 are required to cover the three-dimensional k-space.
[0027]
The advantage of the pulse sequence is that the ramps for the gradient pulses are eliminated during individual measurements, so that individual measurements can be repeated much faster.
[0028]
The high frequency pulse is implemented as a “hard” pulse, ie a broadband pulse, which avoids undesired layer selection of simultaneously switched on gradients. During each read phase, the gradient GP1 is switched on, but this does not lead to distortion as in the case of conventional data acquisition. This is because only one measurement point is recorded at a fixed interval with respect to the high frequency pulse RF in each measurement, and not all signals having frequency dependency due to the read gradient are read out.
[0029]
For clarity, a portion of the sequence of FIGS. 15 and 18 is shown on an enlarged time scale in FIGS. 19 and 20. Here, it can be seen that each signal Sk is read out at a fixed time interval t1 after the associated excitation pulse RFk. The phase encoding in the direction of the phase encoding gradient GP1 is detected by the time integration of this gradient between the excitation and readout time, ie by time integration over the time interval t1. The individual time integrals are indicated by hatching in FIG. Here, it can be seen that the phase encoding in the direction of the phase encoding gradient GP1 increases for each individual measurement.
[0030]
By the above method , a measurement time comparable to that of the conventional method can be obtained. For example, a measurement time of 15 minutes could be achieved for 64 × 128 × 128 measurement points. Acceptable magnetic field inhomogeneity without perceptible image artifacts is 0.3 T for a gradient device with a time interval between excitation and readout of 500 μs and a maximum of 10 mT / m · s over an object extension of 300 mm. About 1% of the main magnetic field. Here, a high frequency excitation pulse with a duration of 10 μs and an excitation angle of 4 ° were used. The sampling rate for each resonance signal was 200 kHz. This achieved a linear resolution for a 2.53 mm Voxel.
[0031]
In the above method , only the data point is scanned from the nuclear resonance signal, so the S / N ratio based on the total measurement time is completely disadvantageous. Thus, in an advantageous embodiment, at each individual measurement, the generated nuclear resonance signal is scanned a number of times after excitation at y different time intervals ti. This is indicated by an arrow in FIG. Subsequently, a completely separate k-space matrix is created for each sampling time point, giving a total of y k-space matrices RD1 to RDY. Another process is shown in the block circuit diagram of FIG. Each k-space matrix RD1 to RDY is separately subjected to FFT (Fast Fourier Transform). As a result, a corresponding number of image matrices BD1 ′ to BDY ′ are obtained. These image matrices have different phase encoding intensities because they are scanned at different time intervals with respect to excitation, and therefore have different zoom factors. This is shown in FIG. 22 by broken lines in the image matrices BD2 ′ and BDY ′.
[0032]
Real image matrices BD1 ″ to BDY ″ are obtained by forming absolute values from BD1 ′ to BDY ′ that are still complex image matrices. Alternatively, phase correction can be performed instead of absolute value formation. This is because it is important to finally remove the phase error in this step.
[0033]
The image matrices BD1 "to BDY" still have different zoom factors. This zoom factor is corrected by a corresponding rotation in the next step. In order to reproduce the pixels in the raster set by the image matrix, interpolation is performed here. Finally, the image data is averaged from the y image data matrices BD1 ″ ′ to BDY ″ ′, thereby obtaining the image data matrix BD. The image thus obtained has a clearly improved S / N ratio. To be precise, the S / N ratio is improved by the route of the number of measurement points averaged. Moreover, even in this case, the measurement time is not extended with respect to the SPI method, which records only one data point.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram for explaining a problem also in a conventional spin warp sequence.
FIG. 2 is a diagram for explaining a problem also in a conventional spin warp sequence.
FIG. 3 is a diagram for explaining a problem also in a conventional spin warp sequence.
FIG. 4 is a diagram for explaining a problem also in a conventional spin warp sequence.
FIG. 5 is a diagram for explaining a problem also in a conventional spin warp sequence.
FIG. 6 is a diagram for explaining a problem also in a conventional spin warp sequence.
FIG. 7 is a diagram for similarly explaining the problem of the k-space matrix.
FIG. 8 is a diagram for explaining the effect of magnetic field inhomogeneity.
FIG. 9 is a diagram for explaining the effect of magnetic field inhomogeneity.
FIG. 10 is a diagram for explaining a problem of a conventional SPI sequence.
FIG. 11 is a diagram for explaining a problem of a conventional SPI sequence.
FIG. 12 is a diagram for explaining a problem of a conventional SPI sequence.
FIG. 13 is a diagram for explaining a problem of a conventional SPI sequence.
FIG. 14 is a diagram for explaining a problem of a conventional SPI sequence.
FIG. 15 is a diagram for explaining an example of the present invention.
FIG. 16 is a diagram for explaining an example of the present invention.
FIG. 17 is a diagram for explaining an example of the present invention.
FIG. 18 is a diagram for explaining an example of the present invention.
FIG. 19 is a diagram showing details of two individual measurements.
FIG. 20 is a diagram showing details of two individual measurements.
FIG. 21 is a diagram showing details of two individual measurements.
FIG. 22 is a block diagram for averaging a plurality of image data sets.
[Explanation of symbols]
f Resonance frequency AQ Data acquisition phase BD Image data matrix GP Phase encoding gradient GS Layer selection gradient GS− Partial pulse RD Raw data matrix RD1 to RDY k Space matrix RF High frequency S Nuclear resonance signal t1 Time interval x Location

Claims

ＭＲ画像再生装置であって、
該装置は、
ａ）核スピンを励起パルス（ＲＦ）により励起する励起フェーズと、
ｂ）核スピンを少なくとも１つの位相符号化勾配（ＧＰ１〜ＧＰ３）により位相符号化する符号化フェーズと、
ｃ）核共鳴信号（Ｓ）を読み出す読み出しフェーズ（ＡＱ）とからなる個別測定のシーケンスを実行する手段を有しており、
ここで前記核共鳴信号は先行する位相符号化勾配（ＧＰ１〜ＧＰ３）により検出された点にｋ空間内で割り当てられたものであり、
さらに読み出しフェーズ（ＡＱ）で得られた各信号（Ｓ）がｋ空間マトリクス（ＲＤ）にプロットされ、
前記フェーズａ）からｃ）による測定シーケンスが、ｋ空間を完全に走査するため異なる位相符号化によりｎ回実行される装置において、
第１の位相符号化勾配（ＧＰ１）が、時間的に関連する１群の個別測定の間、スイッチオンのままにされ、
その強度が測定シーケンス毎に変更される
ことを特徴とするＭＲ画像再生装置。An MR image playback device comprising :
The device
a) an excitation phase in which nuclear spins are excited by excitation pulses (RF);
a coding phase to phase encoding by b) at least one phase encoding gradient nuclear spins (GP1~GP3),
c) means for executing an individual measurement sequence comprising a readout phase (AQ) for reading out the nuclear resonance signal (S) ;
Where the nuclear resonance signal is assigned in k-space to the point detected by the preceding phase encoding gradient (GP1 to GP3),
Each signal obtained by further read-out phase (AQ) (S) is plotted on the k-space matrix (RD),
Measurement sequence according to c) from the phase a) is, in the n devices which Ru executed once by different phase encoding order to completely scan the k-space,
The first phase encoding gradient (GP1) is, during the time relevant group of individual measurements, be left switched on,
The MR image reproducing apparatus, wherein the intensity is changed for each measurement sequence.

励起パルス（ＲＦ）は広帯域である
請求項１記載の装置。The apparatus of claim 1, wherein the excitation pulse (RF) is broadband.

核共鳴信号（Ｓ）はＦＩＤ信号である
請求項１または２記載の装置。The apparatus according to claim 1 or 2, wherein the nuclear resonance signal (S) is an FID signal.

第１の位相符号化勾配（ＧＰ１）は１群の個別測定内で線形に上昇する
請求項１から３までのいずれか１項記載の装置。4. The device according to claim 1, wherein the first phase encoding gradient (GP1) rises linearly within a group of individual measurements.

各群の個別測定の間、第２の位相符号化勾配（ＧＰ２）が一定の大きさでスイッチオンされ、
該第２の位相符号化勾配は第１の位相符号化勾配（ＧＰ１）に対して垂直であり、
第２の位相符号化勾配（ＧＰ２）の大きさは、個別測定の群の間で、２次元ｋ空間のサンプリングが完全に行われるように連続的に切り替えられる
請求項１から４までのいずれか１項記載の装置。During the individual measurement of each group, the second phase encoding gradient (GP2) is switched on with a constant magnitude,
The second phase encoding gradient is perpendicular to the first phase encoding gradient (GP1);
The magnitude of the second phase encoding gradient (GP2) is continuously switched between groups of individual measurements so that two-dimensional k-space sampling is completely performed. The apparatus of claim 1.

各群の個別測定の間、第３の位相符号化勾配（ＧＰ３）が一定の大きさでスイッチオンされ、
該第３の位相符号化勾配は、第１および第２の位相符号化勾配（ＧＰ１，ＧＰ２）に対して垂直であり、
第１および第２の位相符号化勾配（ＧＰ１，ＧＰ２）は、個別測定の群の間で、３次元ｋ空間のサンプリングが完全に行われるように連即的に切り替えられる
請求項５記載の装置。During the individual measurements of each group, the third phase encoding gradient (GP3) is switched on with a constant magnitude,
The third phase encoding gradient is perpendicular to the first and second phase encoding gradients (GP1, GP2);
6. The apparatus according to claim 5, wherein the first and second phase encoding gradients (GP1, GP2) are switched instantaneously between groups of individual measurements so that a three-dimensional k-space sampling is completely performed. .

各群の個別測定の間、ｋ空間マトリクスの完全なラインが得られる
請求項１から６までのいずれか１項記載の装置。Between the individual measurements of each group device according to any one of claims 1 complete line of k-space matrix that obtained up to 6.

各読み出しフェーズで各共鳴信号が、励起に対してｙ個の固定時間間隔（ｔｉ）で読み出され、
所定の時間間隔（ｔｉ）に割り当てられた核共鳴信号がそれぞれｋ空間マトリクス（ＲＤｉ）にプロットされ、
ｙ個のｋ空間マトリクスが得られる
請求項１から７までのいずれか１項記載の装置。Each resonance signal in each read phase, is read out by the y-number of fixed time intervals relative to the excitation (ti),
Nuclear resonance signals assigned to a predetermined time interval (ti) are each plotted in a k-space matrix (RDi),
The apparatus of any one of claims 1 y k-space matrix that obtained to 7.

各ｋ空間マトリクス（ＲＤｉ）に対してフーリエ変換が実行され、
変換後に得られたデータセット（ＢＤｉ）が画像データセット（ＲＤ）の作成のために平均される
請求項８記載の装置。Fourier transform is performed on each k-space matrix (RDi),
The apparatus of claim 8, wherein that will be averaged for the creation of a data set obtained after conversion (BDi) the image data set (RD).

平均の際に、変換後に得られたデータセットの補間が、種々異なるズーム係数の補正のために実行される
請求項９記載の装置。During average, interpolation of a data set obtained after conversion, different apparatus of claim 9, wherein that runs to correct the zoom factor.